(57)【要約】【課題】ビームハードニング現象に因るアーチファクトや軟部組織のコントラスト分解能の低下を防止した状態で、従来の積分モードにおいて得られていたものと同等の、透過放射線に拠る画像を提供する。【解決手段】放射線検出装置はＸ線検出器１２及びデータ収集回路１３により構成される。Ｘ線検出器１２は光子計数型検出器である。この検出器１２が出力した各収集画素の信号に基づいてＸ線のエネルギースペクトル上の複数のエネルギ領域に分類される当該放射線の粒子数の計数データを演算する手段（１３（４１〜４５））と、この複数のエネルギ領域それぞれの計数データに当該エネルギ領域別に与えられた重み係数の重み付けを施す手段（１３（４６））と、重み付けされた収集画素毎の複数のエネルギ領域それぞれの計数データを互いに加算して当該加算データを収集画素毎の放射線画像生成用データとして出力する手段（１３（４７））とを備える。【選択図】  図３
2006101926.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線を入射させる複数の収集画素を有し且つ当該収集画素のそれぞれに入射した前記放射線を光子と見做して当該粒子のエネルギに応じた電気信号を出力する光子計数型検出器と、
この検出器が出力した各収集画素の信号に基づいて前記放射線のエネルギースペクトル上の複数のエネルギ領域に分類される当該放射線の粒子数の計数データを演算する領域別データ演算手段と、
この領域別データ演算手段により演算された収集画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データに当該エネルギ領域別に与えられた重み係数の重み付けを施す重み付け手段と、
この重み付け手段により重み付けされた収集画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データを互いに加算して当該加算データを収集画素毎の放射線画像生成用データとして出力する加算手段とを備えたことを特徴とする放射線検出装置。
【請求項２】
前記領域別データ演算手段は、前記検出器が出力した信号を前記複数のエネルギ領域に弁別する弁別手段と、この弁別手段により弁別された信号を当該エネルギ領域毎に計数して当該計数値を前記計数データとして前記重み付け手段に渡す計数手段と、を備えたことを特徴とする請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項３】
前記重み付け手段は、前記収集画素毎の前記複数のエネルギ領域のうちの高エネルギ側のエネルギ領域から得られた前記計数データほど大きい重み付け係数で前記重み付けを施す手段であることを特徴とする請求項１又は２に記載の放射線検出装置。
【請求項４】
前記重み付け手段は、前記収集画素毎の前記複数のエネルギ領域のうちの低エネルギ側のエネルギ領域から得られた前記計数データほど大きい重み付け係数で前記重み付けを施す手段であることを特徴とする請求項１又は２に記載の放射線検出装置。
【請求項５】
前記重み付け手段は、前記収集画素毎の前記複数のエネルギ領域のうちの高エネルギ側及び低エネルギ側のエネルギ領域から得られた前記計数データほど、より大きい重み付け係数で前記重み付けを施す手段であることを特徴とする請求項１又は２に記載の放射線検出装置。
【請求項６】
前記重み付け手段は、前記収集画素毎の前記複数のエネルギ領域のうちの高エネルギ側及び低エネルギ側のエネルギ領域から得られた前記計数データほど、より小さい重み付け係数で前記重み付けを施す手段であることを特徴とする請求項１又は２に記載の放射線検出装置。
【請求項７】
前記検出器は、前記収集画素を１次元状又は２次元状に配列させた１次元検出器又は２次元検出器であることを特徴とする請求項１〜６の何れか一項に記載の放射線検出装置。
【請求項８】
前記検出器は、前記放射線としてのＸ線を入射させるＸ線検出器であることを特徴とする請求項１〜７の何れか一項に記載の放射線検出装置。
【請求項９】
請求項１〜８の何れか一項に記載の放射線検出装置と、この放射線検出装置の前記加算手段から出力される収集画素毎の放射線画像生成用データを用いて放射線画像を生成する画像生成手段と、を備えたことを特徴とする放射線画像診断装置。
【請求項１０】
前記画像生成手段は、前記放射線画像生成用データに所望のアルゴリズムの再構成処理を付して、前記放射線でスキャンした被検体の断層像を生成する手段である請求項９に記載の放射線画像診断装置。
【請求項１１】
前記検出器は、前記放射線としてのガンマ線を入射させるガンマ線検出器であることを特徴とする請求項１〜７の何れか一項に記載の放射線検出装置。
【請求項１２】
前記重み付け手段で用いる前記重み付け係数を所望のプロファイルに沿った値に設定する係数設定手段を備えた請求項１乃至１１の何れか一項に記載の放射線画像診断装置。
【請求項１３】
入射する放射線を収集画素毎に検知し当該入射した前記放射線を粒子と見做して当該粒子のエネルギに応じた電気信号を出力し、
この出力した各収集画素の信号に基づいて前記放射線のエネルギースペクトル上の複数のエネルギ領域に分類される当該放射線の粒子数の計数データを演算し、
この演算された収集画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データに当該エネルギ領域別に与えられた重み係数の重み付けを施し、
この重み付けされた収集画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データを互いに加算して当該加算データを収集画素毎の放射線画像生成用データとして出力し、
この放射線画像生成用データを用いて放射線画像を生成する、ことを特徴とする放射線画像の生成方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線ＣＴスキャナなどの、放射線を診断対象に照射して当該診断対象からの透過放射線を検出し、その検出信号から診断対象の画像を生成する放射線画像診断装置及び放射線画像の生成方法に係り、とくに、診断対象から透過してきた放射線を光子（粒子）と見做してその光子数を計数する光子計数型（フォトンカウンティング型）の検出器を備え、その検出信号に基づいて画像を生成する放射線画像診断装置及び放射線画像の生成方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、医療画像診断や構造物の非破壊検査などに見られるように、放射線の一種であるＸ線を用いて人体や物体の内部を撮像することの重要性は益々高まっている。この要求に応えるために、少ないＸ線量、高いＳ／Ｎ、及び広い視野で対象物を撮像することが求められており、このための研究も盛んである。
【０００３】
これを、Ｘ線ＣＴスキャナを例にとって説明する。Ｘ線ＣＴスキャナはＸ線検出器を備えており、このＸ線検出器は、歴史的にはＸｅガスの電離現象を応用したものに始まっている。最近では、Ｘ線検出器として、ＧＯＳ、ＣｓＩ、ＣＷＯなどの２次元固体検出器（シンチレータとフォトダイオードの組み合わせによる検出器）を用いたタイプのＸ線検出器も用いられるようになっている。同時に、近年では、体軸方向に視野の拡大が要求され、Ｘ線検出器も心臓や肺野のボリュームスキャンが可能な広い視野に対応できるように大面積化が進んでいる。
【０００４】
このＸ線検出器及びデータ収集システム（ＤＡＳ）は、当該検出器の入射面に入射してくるＸ線をデジタル値に変換するために、シンチレータ、フォトダイオード、プリアンプ、Ａ／Ｄ変換器などの多種類の回路要素を備えている。このＸ線検出器及びデータ収集システムは、検出動作モードとして、例えば特許文献１及び非特許文献１に見られるように、積分モードで動作する。すなわち、入射Ｘ線の全エネルギを光に変換した後、この光信号を電気信号に変換し、この電気信号を所定時間積分することで検出信号として出力させる。
【特許文献１】特開２０００−１３１４４０号公報
【非特許文献１】「「常温半導体放射線検出器の現状と将来」、日本原子力学会秋の大会部会企画セッション、  発表日：平成１１年９月１２日、  発表者：通商産業省  工業技術院  機械技術研究所  三澤雅樹氏」
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
上述したＸ線検出器及びデータ収集システムは、積分モードで動作していることから、Ｘ線のエネルギがその積分値として検出される。すなわち、低エネルギから高エネルギまでのＸ線の全てのエネルギが積分されている。このため、相対的に低エネルギのＸ線の情報が埋もれてしまうため、かかる検出信号を用いて再構成した画像には、Ｘ線の線質の硬化（いわゆる、ビームハードニング現象）に因るアーチファクトが発生したり、軟部組織のコントラスト分解能が低下したりして、画質が劣化するという問題があった。
【０００６】
本発明は、上述した従来の積分モードで動作するＸ線ＣＴスキャナなどの放射線画像診断装置が有する問題に鑑みてなされたもので、統計的なノイズを増やすことなく、ビームハードニング現象に因るアーチファクトや軟部組織のコントラスト分解能の低下を防止することを、その目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上記目的を達成させるため、本発明に係る放射線検出装置は、その一様態として、放射線を入射させる複数の収集画素を有し且つ当該収集画素のそれぞれに入射した前記放射線を光子と見做して当該粒子のエネルギに応じた電気信号を出力する光子計数型検出器と、この検出器が出力した各収集画素の信号に基づいて前記放射線のエネルギースペクトル上の複数のエネルギ領域に分類される当該放射線の粒子数の計数データを演算する領域別データ演算手段と、この領域別データ演算手段により演算された収集画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データに当該エネルギ領域別に与えられた重み係数の重み付けを施す重み付け手段と、この重み付け手段により重み付けされた収集画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれ計数データを収集画素毎に互いに加算して当該加算データを得る放射線画像生成用データとして出力する加算手段とを備えたことを特徴とする。
【０００８】
好適には、前記領域別データ演算手段は、前記検出器が出力した信号を前記複数のエネルギ領域に弁別する弁別手段と、この弁別手段により弁別された信号を当該エネルギ領域毎に計数して当該計数値を前記計数データとして前記重み付け手段に渡す計数手段と、を備える。
【０００９】
例えば、前記重み付け手段は、前記収集画素毎の前記複数のエネルギ領域のうちの高エネルギ側又は低エネルギ側のエネルギ領域からの前記計数データほど大きい重み付け係数で前記重み付けを施す手段である。さらに、前記重み付け手段は、前記収集画素毎の前記複数のエネルギ領域のうちの高エネルギ側及び低エネルギ側のエネルギ領域からの前記計数データほど、より大きい（又は小さい）重み付け係数で前記重み付けを施す手段であってもよい。
【００１０】
また、本発明に係る放射線画像診断装置は、典型的には、上記放射線検出装置と、この放射線検出装置の前記加算手段から出力される収集画素毎の放射線画像生成用データを用いて放射線画像を生成する画像生成手段と、を備えたことを特徴とする。なお、本発明に係る放射線診断装置には、各種の医療用、非破壊検査用、空港手荷物検査用、内部構造分析用のＸ線ＣＴスキャナ、Ｘ線診断装置、各種シンチレーションカメラ、シンチレーションプローブ、ガンマ線非破壊検査装置などがある。
【００１１】
さらにまた、本発明に係る放射線画像の生成方法は、入射する放射線を粒子と見做して収集画素毎に検知し当該入射した前記放射線の粒子のエネルギに応じた電気信号を出力し、この出力した各収集画素の信号に基づいて前記放射線のエネルギースペクトル上の複数のエネルギ領域に分類される当該放射線の粒子数の計数データを演算し、この演算された収集画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データに当該エネルギ領域別に与えられた重み係数の重み付けを施し、この重み付けされた収集画素毎の前記複数のエネルギ領域それぞれの計数データを互いに加算して当該加算データを収集画素毎の放射線画像生成用データとして出力し、この放射線画像生成用データを用いて放射線画像を生成する、ことを特徴とする。
【発明の効果】
【００１２】
本発明によれば、入射する放射線を粒子と見做して収集画素毎に検知した信号が用いられる。この信号に基づいて放射線のエネルギースペクトル上の複数のエネルギ領域に分類される当該放射線の粒子数の計数データが演算される。この演算された収集画素毎の複数のエネルギ領域それぞれの計数データに当該エネルギ領域別に与えられた重み係数の重み付けが施される。この重み付けされた複数のエネルギ領域それぞれの計数データが互いに加算されて当該加算データが各収集画素の放射線画像生成用データとして出力される。このため、重み係数の値をエネルギースペクトル上の高低に応じてエネルギ領域別に変えることで、低エネルギ成分の情報も確実に取り込むことができる。したがって、重み係数を粒子エネルギに応じて変わる適度な加重パターンで設定することによって、ビームハードニング現象に因るアーチファクトや軟部組織のコントラスト分解能の低下を防止した状態で、従来の積分モードにおいて得られていたものと同等の、透過放射線に拠る画像を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
以下、添付図面を参照して、本発明に係る放射線画像診断装置及び放射線画像の生成方法の実施形態を説明する。
【００１４】
（第１の実の施形態）
図１〜図８を参照して、本発明に係る第１の実施の形態を説明する。
【００１５】
本実施形態では、本発明に係る放射線画像診断装置はＸ線ＣＴ（Computed Tomography）スキャナとして実施されており、このＸ線ＣＴスキャナの中で本発明に係る放射線画像の生成方法も実施される。
【００１６】
図１には、このＸ線ＣＴスキャナの概略構成を示す。
【００１７】
図１に示すように、Ｘ線ＣＴスキャナ１は、ガントリ２、高電圧発生装置３、寝台４、及びコンソール５を備える。ガントリ２の内部には、図示しないＸ線源（放射線源）としてのＸ線管１１及びＸ線検出器（放射線検出器）１２が円筒状の開口部ＯＰを介して対向配置され、且つ、このＸ線管１１及びＸ線検出器１２の対がガントリ２内で開口部ＯＰの周りで回転可能に配置されている。
【００１８】
Ｘ線管１１には高電圧発生装置３から高電圧が供給され、これにより、例えば連続スペクトルを有するパルス状のＸ線が開口部ＯＰに向けて曝射されるようになっている。この開口部ＯＰには、寝台４の天板４Ｐが進退自在に挿入される。天板４Ｐ上には被検体Ｐが載置されるので、Ｘ線管１１から曝射されたＸ線は被検体Ｐを透過して、その開口部ＯＰの反対側に向かう。
【００１９】
Ｘ線検出器１２は、図２に示すように、被検体Ｐの体軸方向に相当するスライス方向と、このスライス方向に直交するチャンネル方向とを有し、この２次元面に沿って複数の多数の画素が２次元アレイ状に配置された２次元検出器になっている。しかも、このＸ線検出器１２のチャンネル方向は特に、Ｘ線管１１からのＸ線ビームの広がり角度を考慮して湾曲を持たせている。なお、Ｘ線検出器１２の全体の形状は、用途によって決まり、平板状であってもよい。
【００２０】
このＸ線検出器１２は、かかる２次元面を複数の面に分割するように複数の検出器ブロック１２Ｊに分割され、且つ、その検出器ブロック同士を着脱自在に結合可能になっている。また、検出器ブロック１２ＪのＸ線入射側の前面には、モリブデン製あるいはタングステン製の図示しないコリメータがスライス方向に配置された状態で、Ｘ線管１１からのＸ線透過像が得られるようになっている。
【００２１】
各検出器ブロック１２Ｊは、化合物半導体から成り且つ所定サイズ（例えば数センチ×数センチ）の層状の半導体セルＳと、この半導体セルＳの放射線入射面を電圧印加用の荷電電極Ｅ１で覆うとともに、この半導体セルＳの放射線入射面に反対側の面を２次元アレイ状（碁盤目状）に分割した複数の集電電極Ｅ２で覆うモノリシック構造を有する。この集電電極Ｅ２が各画素に対応している。この半導体セルＳの材料としては、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ半導体）、カドミュームジンクテルライド半導体（ＣｄＺｎＴｅ半導体）、シリコン半導体（Ｓｉ半導体）などが用いられる。荷電電極Ｅ１には例えば数十Ｖ〜数百Ｖ程度の比較的高い電圧が印加される。これにより、半導体セルＳに入射したＸ線光子に因り、その内部に電子と正孔の対が発生し、このうちの電子が相対的に正電位の集電電極Ｅ２それぞれに集められ、この電子による電荷がパルス状の信号として検知される。つまり、放射線入射面に入射したＸ線は電気量のパルス信号に直接、変換される。
【００２２】
碁盤目状に分割された複数の電極Ｅ２それぞれのサイズにより、Ｘ線に対する収集画素のサイズが決まる。このサイズは、Ｘ線を光子（粒子）として検出することが可能な十分小さい値になっている。これにより、フォトンカウンティング（光子計数）が可能なＸ線検出器１２が構成され、その全体では所定数個でかつマトリクス状の収集画素チャンネルが形成されている。
【００２３】
本実施形態において、Ｘ線をその粒子として検出可能なサイズとは、「放射線（例えばＸ線）粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答したパルス信号間の重畳現象の発生を実質的に無視可能なサイズ」であると定義される。この重畳現象が発生すると、Ｘ線粒子の「入射数対実際の計測数」の特性にＸ線粒子の数え落とし特性が発生する。このため、Ｘ線検出器１２に形成する収集画素のサイズは、この数え落とし特性が発生しない又は実質的に発生しないとみなせる大きさに設定されている。
【００２４】
なお、このフォトンカウンティングが可能なＸ線検出器は、従来、特開２０００−６９３６９号公報においても知られている。
【００２５】
これにより、被検体Ｐを透過したＸ線は、ガントリ２の内部に設けられた２次元のＸ線検出器１２によりＸ線粒子（すなわちＸ線光子）として一定時間毎に計数され、光子エネルギに応じたアナログ量の検出信号が画素毎に出力される。
【００２６】
このＸ線検出器１２から出力された各画素の検出信号は、ガントリ２に内に設けられたデータ収集回路１３に送られる。このデータ収集回路１３及びＸ線検出器１２は、本発明に係る放射線検出装置ＲＤＳを成す。
【００２７】
このデータ収集回路１３は、図３に示すように、Ｘ線検出器１２の各収集画素を成す半導体セルＳに応じて、複数チャンネルのデータ収集回路Ｃが形成されている。この各データ収集回路Ｃは、半導体セルＳ（センサ）から出力されたアナログ量の電気信号を受けるチャージアンプ４１を有し、このチャージアンプ４１の後段に、波形整形回路４２、多段の比較器４３１〜４３ｎ、エネルギ領域振分け回路４４、多段のカウンタ４５１〜４５ｎ、重み付け回路４６、及び加算回路４７を順次備える。
【００２８】
なお、１つの変形例として、このデータ収集回路１３を成す複数チャンネル分の各種処理回路は、Ｘ線検出器１２の半導体セル（センサ）の裏面にＡＳＩＣ層（特定用途向け集積回路）として作り込んでもよい。つまり、各データ収集チャンネルを成す波形整形回路４２、多段の比較器４３１〜４３ｎ、エネルギ領域振分け回路４４、及び多段のカウンタ４５１〜４５ｎ、並びに、共通回路である重み付け回路４６及び加算回路４７をＸ線検出器１２と一体に形成するのである。勿論、このデータ収集回路１３は、本実施形態のように、Ｘ線検出器１２と別体に構成してもよい。また、別の変形例としては、共通回路である重み付け回路加算回路４６及び加算回路４７をコンソール５に設けてもよいし、それらの回路４６〜４８の機能をコンソール５に設けた演算器で実施するようにしてもよい。
【００２９】
図３に示す各データ収集チャンネルにおいて、チャージアンプ４１は、半導体セルＳの各集電電極Ｅ２に接続され、Ｘ線粒子の入射に応答して集電される電荷をチャージアップして電気量のパルス信号として出力する。このチャージアンプ４１の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路４２に接続されており、検知したパルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形する。この波形整形回路４２のゲイン及びオフセットは、半導体セルＳの収集画素毎の電荷チャージアップ特性に対する不均一性を考慮した調整パラメータである。収集画素チャンネル毎の波形整形回路４２のゲイン及びオフセットをキャリブレーション作業にて事前に調整しておくことにより、かかる不均一性を排除した波形整形を行うことができる。この結果、各データ収集チャンネルの波形整形回路４２から出力された、波形整形済みのパルス信号は実質的に入射Ｘ線粒子のエネルギ量を反映した特性を有することになり、収集画素チャンネル間のかかるばらつきは殆ど解消される。
【００３０】
この波形整形回路４２の出力端は、複数の比較器４３１〜４３ｎの比較入力端にそれぞれ接続されている。この複数の比較器４３１〜４３ｎの各基準入力端には、それぞれ値が異なる基準値ＴＨ１（〜ＴＨｎ）が印加されている。このように、１つのパルス信号を異なる基準ＴＨ１（〜ＴＨｎ）と比較する理由は、入射したＸ線粒子のエネルギ量が、事前に複数に分けて設定したエネルギ領域のうちのどの領域に入るのか、その情報をするためである。図４（ａ）に例示するように、パルス信号の波高値（つまり、各入射Ｘ線粒子のエネルギ量を表す）が基準値ＴＨ１〜ＴＨ３（ｎ＝３のとき）のどの値を超えているかにより、弁別されるエネルギ領域が異なる。かかる波高値が基準値ＴＨ１とＴＨ２との間にある場合、現在計測中のＸ線粒子のエネルギ量はエネルギ領域１に入るものと弁別され、基準値ＴＨ２とＴＨ３との間にある場合、現在計測中のＸ線粒子のエネルギ量はエネルギ領域２に入るものと弁別され、さらに、基準値ＴＨ３以上の場合、現在計測中のＸ線粒子のエネルギ量はエネルギ領域３に入るものと弁別される。なお、最も低い基準値ＴＨ１は、外乱や、半導体セルＳ、チャージアンプ４１などの回路に起因するホワイトノイズを検出させない誤検出防止用の閾値として設定される。また、基準値の数、すなわち比較器の数は、必ずしも３個（弁別可能なエネルギ領域数＝３）に限定されず、２個又は４個であってもよいし、場合によっては、１個であってもよい。１個の場合には、Ｘ線粒子が入射したか否かの情報が得られる。
【００３１】
図５に、この基準値ＴＨ１〜ＴＨｎの設定例を示す。同図に示す波形は、通常に使用されているＸ線管球から曝射されるＸ線のエネルギの連続スペクトルを示す。なお、縦軸のカウント数はＸ線管電流に依存する量であり、横軸のエネルギースペクトルはＸ線管の管電圧に依存する量である。このスペクトルに対して、第１の基準値ＴＨ１を、Ｘ線粒子数を計数不能領域と低目のエネルギ領域１と弁別可能な値に設定し、第２の基準値ＴＨ２を低目のエネルギ領域１と中程度のエネルギ領域２とを互いに弁別可能な値に設定し、更に第３の基準値ＴＨ３を中程度のエネルギ領域２とそれ以上のエネルギ領域３とを弁別可能な値にそれぞれ設定している。本実施形態では、例えば、このように３つの基準値ＴＨ１〜ＴＨ３を設定することで、入射したＸ線は粒子とみなされて検出された後、エネルギ領域１〜３にそれぞれ分類される。なお、この基準値ＴＨ１〜ＴＨｎの設定数や設定値は任意である。
【００３２】
複数の比較器４３１〜４３ｎの出力端は、図３に示すように、エネルギ領域振分け回路４４に接続されている。このエネルギ領域振分け回路４４は、複数の比較器４３１〜４３ｎの出力のうち、どの比較結果がオン（オフ）になっているかを読み取り、現在計測中のＸ線粒子のエネルギがどの領域に入るかという振分けを行う機能を有する。具体的には、この回路４４は例えば論理回路の組み合わせで成る。例えば図４（ａ）に示すパルス信号の場合、その波高値（エネルギ量）はエネルギ領域２を示しているので、図４（ｂ）に示すように比較器４３１、４３２の出力がオンとなり、且つ、比較器４３ｎの出力がオフとなる。このため、エネルギ領域振分け回路４４は、このオンオフ情報を読み取って解読し、エネルギ振分け信号をその出力端から出力する。一例として、図４（ｂ）の場合、このエネルギ振分け信号は「エネルギ領域２」を示す信号のみをオンに立ち上げたものとなる。これにより、現在計測しているＸ線粒子のエネルギは「エネルギ領域２」に入るとの振分け情報が得られる。
【００３３】
このエネルギ領域振分け回路４４の複数の出力端は、複数のカウンタ４５１〜４５ｎに各別に接続されており、そのエネルギ振分け信号が各別に複数のカウンタ４５１〜４５ｎそれぞれに与えられる。このため、カウンタ４５１〜４５ｎは、それぞれ、入力したエネルギ振分け信号がオンのときにのみ計数値をインクリメント（カウントアップ）して、各担当するエネルギ領域に入るＸ線粒子数を一定時間に渡って計測することができる。一例として、図４（ｃ）、（ｄ）に示す状況にあっては、Ｘ線粒子のエネルギはエネルギ領域２に入るので、このエネルギ領域２の計測するカウンタ４５２の計数値がインクリメントされる。
【００３４】
このようにして、リセットされるまでの一定時間の間に、複数のカウンタ４５１〜４５ｎにより、Ｘ線検出器１２に入射したＸ線の粒子数が、収集画素毎に且つエネルギ領域毎に計測される。この計数値、すなわち、Ｘ線粒子数の計数値は、複数のカウンタ４５１〜４５ｎのそれぞれからデジタル量の計数データＫとして出力される。
【００３５】
この計数データは、その後、重み付け回路４６に送られて、この回路４６にて、後述するように、エネルギ領域それぞれの計数値に対する重み付けがなされる。
【００３６】
具体的には、この重み付け回路４６は、図６に示すように、カウンタ４５１〜４５ｎの数に応じて設けたｎ個の乗算器５１１〜５１ｎと、これらの乗算器５１１〜５１ｎを与える重み付け係数発生器５２とを備える。乗算器５１１〜５１ｎのそれぞれは、対応するカウンタ４５１（〜４５ｎ）から出力される計数値と重み付け係数発生器５２から各別に与えられる重み付け係数Ｗとを乗算することで当該計数値を重み付けするようになっている。重み付け係数発生器５２は、一例として、コンソール５のコントローラから送られてくるＸ線エネルギ領域別の重み付け情報を受け、この情報に応じて乗算器５１１〜５１ｎのそれぞれに与える重み付け係数Ｗを発生させる。
【００３７】
ここでの重み付けの手法（その根拠は後述される）は、一例として、図７（Ａ）に示す如く、ビームハードニングに因るアーチファクト抑制を目的として高いエネルギ領域を強調する（重み付け係数Ｗの値を高くする）；同図（Ｂ）に示す如く、軟部組織のコントラスト改善を目的として低いエネルギ領域を強調する；又は、同図（Ｃ）に示す如く、ビームハードニングに因るアーチファクト抑制及び軟部組織のコントラスト改善を目的としてその両方の領域を共に強調するという複数の様態のうちの何れかに基づいている。
【００３８】
この乗算器５１１〜５１ｎで重み付けされたデータは、加算回路４７により相互に加算され、１つの収集画素分のフォトンカウンティングに拠る収集データとして出力される。図４に示すように、この重み付け処理を伴うデータ収集は、収集画素それぞれの半導体セル（センサ）について並列に実行されるので、Ｘ線検出器１２の全収集画素について同様にデータ収集可能になっている。
【００３９】
（重み付けをする根拠とその具体的な手法）
この重み付け回路４６で成される重み付け処理は、本発明の特徴の中心を成すもので、本発明者が研究の末に得た原理に基づくものである。
【００４０】
この原理を以下に説明する。いま、Ｘ線のエネルギーフルエンスをΨ（Ｅ）、Ｘ線のエネルギースペクトルをφ（Ｅ）とすると、エネルギーフルエンスをΨ（Ｅ）は、エネルギースペクトルをφ（Ｅ）に各光子のエネルギＥを乗算したものであり、
［数１］
Ψ（Ｅ）＝φ（Ｅ）・Ｅ              ……（１）
と表すことができる。従来のシンチレーション検出器は、このエネルギーフルエンスをΨ（Ｅ）の積分値、すなわち合計値として、そのエネルギが計測されている。本実施形態のように、フォトンカウンティング型検出器を採用する場合、検出器におけるＸ線のエネルギースペクトルφ（Ｅ）を知ることができるので、これにエネルギ加重関数ｗ（Ｅ）を導入して、
［数２］
Ψ（Ｅ）´＝φ（Ｅ）・ｗ（Ｅ）      ……（２）
という物理量を擬似的に作ることができる。したがって、（１）式は（２）式においてｗ（Ｅ）＝Ｅという重み付けを行なったときの一例と見做すことができる。
【００４１】
そこで、本発明者は、エネルギ加重関数ｗ（Ｅ）に様々な関数を用いて既存のＸ線ＣＴスキャナに生じているビームハードニングに因るアーチファクトや軟部組織のコントラスト分解能の低下といった問題を改善できることを見出した。
【００４２】
典型的には、エネルギ加重関数ｗ（Ｅ）として、高エネルギに強い加重を掛けるとき（High Energy Weighted: ＨＥＷ）に、ｗ（Ｅ）＝Ｅ２、及び、低エネルギに強い加重を掛けるとき（Low Energy Weighted: ＬＥＷ）に、ｗ（Ｅ）＝（１６０−Ｅ）２とすることができる。なお、従来型のＸ線ＣＴ画像の再構成は、エネルギーフルエンス（Energy Fluence:ＥＦ）であって、ｗ（Ｅ）＝Ｅとしたことに相当する。これは、従来の積分型の検出器によって得られた画像と同質の画像を得ることに相当する。エネルギ加重関数ｗ（Ｅ）に基づく重み付け係数Ｗは何れの場合も正規化されている。
【００４３】
勿論、このほかにも中高エネルギに強い加重を掛けることもできるし、低中エネルギに強い加重を掛けることもできる。さらに、高エネルギと低エネルギの双方に中エネルギよりも強い加重を掛けるように、加重曲線で言えば下に凸の放物線を画くように設定できる。
【００４４】
（ビームハードニングに因るアーチファクト除去との関係）
Ｘ線が吸収計数の大きい媒質を通過するときに、エネルギの小さなＸ線ほど媒質に吸収されやすいので、透過したＸ線を観察すると、高エネルギ側のＸ線が相対的に多く残存することになる。この現象は線質硬化（ビームハードニング）と呼ばれ、これによってアーチファクトが発生する。これを図５のスペクトルを用いて説明すると、透過Ｘ線にビームハードニングが起こると、その平均エネルギは、入射時のそれより高エネルギ側にシフトするので、（２）式において高エネルギに強い加重を掛けるＨＥＷを採用することで、ビームハードニングに因るアーチファクトが軽減される。
【００４５】
（軟部組織のコントラスト分解能の改善）
Ｘ線ＣＴ画像におけるコントラストは、対象物質を構成する媒質の線吸収係数の差を表している。軟部組織では線吸収係数の値が近いので、その違いを表現することは難しい。しかしながら、フォトンカウンティング型の検出器の場合、低エネルギのＸ線吸収の情報も得られるので、この情報を用いて物質の違いを強調することができる。つまり、この場合には、（２）式において低エネルギ側に強い加重をするＬＥＷを採用することで、軟部組織のコントラストを強調できる。
【００４６】
（シミュレーション）
上記考察に基づいて、モンテカルロシミュレーションを実行して従来型の画像と比較したところ、ビームハードニングに因るアーチファクト及び軟部組織のコントラスト分解能が共に改善するという結果が得られた。
【００４７】
図１に戻って説明すると、データ収集回路１３の、各収集画素に対応して設けられた加算回路４７から出力された各収集画素のデジタルデータは、放射線画像生成用データであるビューデータ（収集データ）として、ガントリ２内において図示しないスリップリング又は非接触タイプの通信接続部を介して固定部に送られる。このガントリ２の固定部から通信ラインを介してコンソール５に送信される。コンソール５は、Ｘ線ＣＴスキャナ１の構成要素の全体を統括するとともに前述した重み係数情報を重み付け回路４６に送るコントローラ２０を備える。また、コンソール５は、このコントローラ２０に加えて、インターフェース２１、記憶ユニット２２、再構成ユニット１７、表示器１８、及び入力器１９を備える。
【００４８】
また、表示器１８、入力器１９、及びコンピュータ２０は術者との間のインターフェースを形成しており、コンピュータ２０の与える所定のアルゴリズムに基づいて、このインターフェースの一部の機能として術者にエネルギ加重関数ｗ（Ｅ）の所望のプロファイル（すなわち、エネルギ加重関数ｗ（Ｅ）で決まる重み付け係数の高低）を決定させることができる。
【００４９】
この処理は、例えば図８に示すようにコンピュータ２０により実行される。コンピュータ２０は、表示器１８を介して術者にエネルギ加重関数ｗ（Ｅ）の所望のプロファイル決定のために参照画像を表示させるか否かの問いかけを行なう（ステップＳ１）。この問いかけに対して術者が参照画像の表示と応答した場合（ステップＳ１、ＹＥＳ）、コンピュータ２０は既存の参照画像を表示器１８に表示させる（ステップＳ２）。この参照画像は、術者がビームハードニングに因るアーチファクトや軟部組織のコントラスト低下が起きているか否かを目視判定するために表示させるもので、撮像対象の診断部位について予め撮像・保存していたプリスキャンなどの画像がこれに該当する。準備していた参照画像が無い場合（ステップＳ１、ＮＯ）、術者は経験値などに基づくプロファイル指定を行なうことになるので、ステップＳ２の表示処理はスキップされる。
【００５０】
コンピュータ２０は次いで術者からエネルギ加重関数ｗ（Ｅ）の所望のプロファイルのパターン指定を受け付ける（ステップＳ３）。次いで、このパターンが、図７（Ａ）に示すように高エネルギ領域になるほど重み係数を高くするパターンＡか、図７（Ｂ）に示すように低エネルギ領域になるほど重み係数を高くするパターンＢか、又は、図７（Ｃ）に示すように低エネルギ領域及び高エネルギ領域で重み係数を高くするパターンＣかを判定する（ステップＳ４〜Ｓ６）。
【００５１】
図７（Ａ）に示すパターンＡは、計測不能領域を除くエネルギ領域を低、中、及び高の３領域に分けたエネルギ領域（エネルギ領域１〜３）のうちの、高エネルギ側の領域から得られた計数データ（粒子の計測数）であるほど、重み付け係数Ｗを大きくすることを示している。反対に、図７（Ｂ）に示すパターンＢは、上述の３つのエネルギ領域（エネルギ領域１〜３）のうちの、低エネルギ側の領域から得られた計数データ（粒子の計測数）であるほど、重み付け係数Ｗを大きくすることを示している。さらに、図７（Ｃ）に示すパターンＢは、上述の３つのエネルギ領域（エネルギ領域１〜３）のうちの、低エネルギ側及び高エネルギ側のエネルギ領域から得られた計数データ（粒子の計測数）であるほど、重み付け係数Ｗを大きくすることを示している。
【００５２】
このため、所望のプロファイルが判定できると、コンピュータ２０は、パターンＡ，Ｂ，Ｃの別に、加重度合いの調整情報を術者から受けてそれに応じた制御信号を生成し、この制御信号を重み付け回路４６の重み係数発生器５２（図６参照）を送る（ステップＳ７〜Ｓ１２）。つまり、同じパターンＡであっても、高エネルギ領域側の加重度合い（正規化されている重み係数の高低）を調整することができ（例えば図７（Ａ）の曲線ＣＶ１，ＣＶ２参照）、術者はこれを任意に選択することができるようになっている。この同一パターン内の加重度合いの調整はパターンＢ，Ｃについても同様に可能である。
【００５３】
コンソール５では、送られてきたビューデータが記憶ユニット２２に一旦記憶される。撮像は、所定のスキャン方式に応じて、寝台の天板を移動させながら、或いは、天板の位置を固定した状態で、Ｘ線管１１とＸ線検出器１２との対を被検体の周りに回転させ、その回転途中における所定角度ずつ移動した各回転位置でＸ線を曝射させて、被検体に対するＸ線スキャンが実行される。これにより、各回転位置における各収集画素に入射したＸ線の粒子の計数データに基づく上述したビューデータが得られ、これが記憶ユニット２２に順次格納される。そこで、再構成ユニット１７は、適宜なタイミングで、記憶ユニット２２から画像再構成に必要な各ビューのデータを読み出し、このデータを所望の再構成アルゴリズムで再構成して、エネルギ別のＸ線粒子数に基づく、積分モード動作のＣＴ画像と同様のＣＴ画像を得る。
【００５４】
このＣＴ画像は例えば表示器１８に表示される。なお、このコンソール５に、後処理用の後処理プロセッサを設けて、データ収集回路１３から送信されてきたビューデータに補正処理などの適宜な後処理を施し、この後処理されたデータを再構成に用いるようにしてもよい。
【００５５】
以上のように、本実施形態に拠れば、Ｘ線の入射光子のエネルギースペクトルを擬似的にエネルギ領域毎に加重しているので、光子の減衰度合いがエネルギ値の関数になっているという不利益を回避又は軽減することができる。従来の場合、Ｘ線のエネルギが積分値として計測されていたため、ビームハードニングなどの線質の変化に対応できず、アーチファクトや軟部組織のコントラスト分解能の低下につながっていた。しかしながら、Ｘ線をフォトンカウンティング法によって検出し、収集画素毎の各エネルギ領域のＸ線粒子の計数データをエネルギ領域毎に所望のプロファイルで重み付けし、その後に相互に加算して各収集画素のビューデータを得ている。このため、統計的ノイズを増やすことない状態で、Ｘ線粒子の低エネルギ情報を取りこぼすことなく、この低エネルギ情報を、最終的に生成する各収集画素のビューデータに反映させることができる。
【００５６】
エネルギ領域の分別は前述したように必ずしも３つのエネルギ領域１〜３（図５参照）に限定する必要な無く、任意数の分別領域を設定してもよい。例えば、図５に示すＸ線のエネルギースペクトルにおいて、計測不能領域を除く残りのエネルギ領域を４つ、５つ、又は６つに分けてもよいし、７つ以上に細分化してもよい。そのようなエネルギ領域の更なる分割を行なうには、その分割数に応じた構成を採る、つまり、各収集画素に対応した信号処理チャンネルとして、多段の比較器４３１〜４３ｎ、エネルギ領域振分け回路４４、多段のカウンタ４５１〜４５ｎ、重み付け回路４６、及び加算回路４７を図３と同様に備えればよい。具体的には、分割数分の比較器４３を用意し、これらの比較器４３のそれぞれに、分割するエネルギ領域数に対応させた基準値ＴＨを与える。また、カウンタ４５も分割数、すなわち比較器４３の数に応じて用意し、エネルギ領域振分け回路４４及び重み付け回路４６との間に配置する。このため、各カウンタ４５の一定時間毎の計数データは、重み付け回路４６に送られて、コントローラ２０から指令されるエネルギ領域別の重み係数Ｗを用いて計数データが重み付けされる。この重み付けされたエネルギ領域別の計数データは、加算回路４７で相互に加算され、各収集画素分のビューデータ（画像再構成用データ）として、コンソール５に送られる。
【００５７】
このように、各収集画素に対して、エネルギースペクトル上でのフォトンカウンティングを行なうエネルギ領域数を多くすればするほど、ビューデータに取り込める粒子エネルギ量の情報は多くなって、より正確で高画質の、積分動作モードと同様のＣＴ画像を提供することができる。
【００５８】
なお、本発明に係る放射線検出装置及び放射線画像診断装置は、必ずしもＸ線ＣＴスキャナに限定されず、透過像を専門に撮像するＸ線診断装置であってもよい。
【００５９】
（第２の実施の形態）
図９〜１０を参照して、本発明に係る放射線画像診断装置及び放射線画像の生成方法の実施形態を説明する。なお、この第２の実施形態の説明において、前述した第１の実施形態で用いたものと同様又は同等の構成要素には同一符号を付して、その説明を簡略化又は省略する。
【００６０】
この第２の実施形態は、ラジオアイソトープ（ＲＩ）又はその標識化合物が生体内の特定の組織や臓器に選択的に取り込まれる性質を利用して、そのＲＩから放射されるガンマ線を体外から測定し、ＲＩの線量分布を画像化する、放射線画像診断装置としての核医学診断装置に関する。この核医学診断装置は、例えば、ＳＰＥＣＴ（single photon ECT）装置又はポジトロンＥＣＴ（positron ECT）装置として実施される。ここでは、核医学診断装置がＳＰＥＣＴ装置として実施されている。
【００６１】
この第２の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置は、前述した図５と同様の、フォトンカウンティングを行なう複数のエネルギ領域のうち、特定のエネルギ領域を更に細分化して、フォトンカウンティングを行なう構成に特徴を有する。この細分化は見方を変えれば、図５の横軸に示すエネルギ値を特定の関心領域を、より細分化してフォトンカウンティングさせる手法であるとも言える。
【００６２】
図９に、これを実施するＳＰＥＣＴ装置の検出器に搭載される信号処理回路１１３の例を示す。この信号処理回路１１３を搭載する検出器は、ガンマカメラとして構成される。この信号処理回路１１３は、ガンマ線検出器１１２の収集画素毎の半導体セルＳに対応して設けられた、全収集画素分の複数チャンネルのデータ収集回路Ｃを備える。
【００６３】
各データ収集回路Ｃは、図示の如く、収集画素毎に、半導体セルＳに接続されたチャージアンプ４１、波形整形回路４２、複数の比較器１４３、エネルギ領域振分回路１４４、複数のカウンタ１４５、重み付け回路１４６、及び加算回路１４７を備える。このうち、複数の比較器１４３は、波形整形回路４２の出力端に互いに並列に接続された第１の比較器１４３１、第２の比較器群１４３２、及び第３の比較器１４３３を備える。さらに、第２の比較器群１４３２は、波形整形回路４２の出力端に互いに並列に接続された１段目比較器１４３２１、２段目比較器１４３２２、及び３段目比較器１４３２３を備える。これにより、波形整形回路４２の出力信号は、全ての比較器の非反転入力端に並列に出力される。
【００６４】
この比較器１４３１〜１４３３の反転入力端のうち、第１の比較器１４３１の反転入力端にはエネルギ領域弁別用の基準値ＴＨ１が与えられ、第２の比較器群１４３２のうちの１段目比較器１４３２１、２段目比較器１４３２２、及び３段目比較器１４３２３の反転入力端には基準値ＴＨ２、ＴＨ２１、ＴＨ２２がそれぞれ与えられ、さらに、第３の比較器１４３３の反転入力端には基準値ＴＨ３が与えられている。これらの基準値には、ＴＨ１＜ＴＨ２＜ＴＨ２１＜ＴＨ２２＜ＴＨ３の大小関係が設定されており、このうちの基準値ＴＨ１，ＴＨ２，ＴＨ３により、図１０（Ａ）に示す如く、低エネルギ側から順に計測不能領域、エネルギ領域１、エネルギ領域２、及びエネルギ領域３が設定されている。さらに、基準値ＴＨ２１およびＴＨ２２を基準値ＴＨ１、ＴＨ３の間に設定することにより、中間のエネルギ領域２が更にその低エネルギ側から順に３つのサブエネルギ領域２１，２２，２３に分割されるようになっている。この中間のエネルギ領域２は、通常、検出器１１３の各収集画素の位置に入射するガンマ線のエネルギースペクトルのフォトピークＰＫが入るように設定される。
【００６５】
この比較器１４３１〜１４３３で比較された結果はエネルギ領域振分回路１４４にそれぞれ送られる。このため、この振分回路１４４により、第１の実施形態と同様に、検出器１１３の各収集画素に入射したガンマ線（粒子と見做す）がどのエネルギ領域１（〜３）（およびサブエネルギ領域２１（〜２３）に分類されるのかについて最終的に確定される。
【００６６】
複数のカウンタ１４５は、低エネルギ側及び高エネルギ側のエネルギ領域１，３および中間のサブエネルギ領域２１，２２，２３のそれぞれ各別に対応した複数のカウンタ１４５（：１４５１，１４５２１，１４５２２，１４５２３，１４５３）から成る。このため、各カウンタ１４５は、エネルギ領域振分回路１４５からの出力される、粒子と見做したガンマ線の担当エネルギ領域に入ったことを示す信号を受け、この信号がオンのときには、カウントアップする。この複数のカウンタ１４５の計数データは重み付け回路１４６に送られる。
【００６７】
この重み付け回路１４６には、図１０（Ｂ）に示すように、エネルギ領域１，３および中間のサブエネルギ領域２１，２２，２３のそれぞれに応じて、重み付け係数Ｗがコントローラ２０から指令されている。この重み付け係数Ｗは、それらの領域毎に割り当てられるＷ１、Ｗ２，Ｗ３，Ｗ４，Ｗ５の５個から成り、本実施形態では、Ｗ５≦Ｗ１＜Ｗ２＜Ｗ３＜Ｗ４の関係に設定されている。低エネルギ側のエネルギ領域１には重み付け係数Ｗ１が割り当てられ、中間のエネルギ領域２の１段目〜３段目のサブエネルギ領域２１，２２，２３には重み付け係数Ｗ２〜Ｗ４がこの順に割り当てられ、そして、高エネルギ側のエネルギ領域３には重み付け係数Ｗ５が割り当てられている。このうち、高エネルギ側のエネルギ領域３に割り当てる重み付け係数Ｗ５は、本実施形態では、Ｗ５＝０にしているが、Ｗ５≒０であってもよい。またＷ１＝０であっても良い。
【００６８】
この結果、重み付け回路１４６では、エネルギ領域毎に、ガンマ線の粒子数の計数データ（計数値）に、与えられた重み付け計数Ｗが乗算されて重み付けされる。この重み付けされた計数データは加算回路１４７に送られ、その加算回路１４７で相互に加算される。これにより、各収集画素のＳＰＥＣＴ画像生成用のデータが得られ、このデータがコンソール５に送られて、ＳＰＥＣＴ画像の生成に付される。
【００６９】
上述した以外の構成及び動作は、前述した第１の実施形態で説明したものと同等又は等価である。
【００７０】
このため、この第２の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置によれば、検出器１１３が温度や磁場の影響を受けて、その検出特性にドリフトを生じることがあるが、そのようなドリフトの影響を最小限に抑えることができる。
【００７１】
つまり、かかるドリフト現象が発生すると、図１０（Ａ）の矢印Ｄで示すように、計数値のピーク（フォトピーク）が横軸方向に移動して、この移動量による計数値曲線の変化を無視できないこともある。これは、ＳＰＥＣＴ画像のアーチファクトの原因ともなり、散乱線を多く含む画像の場合、そのようなドリフト現象の影響を受け易い。
【００７２】
これに対して、本実施形態によれば、フォトピークが入るであろう中間のエネルギ領域２（サブエネルギ領域２１（〜２３））はより細かく分割してフォトンカウンティング及び重み付けを行い、かつ、高エネルギ側のエネルギ領域３は急落させた重み付係数＝０で重み付けを行なっている。
【００７３】
これにより、以下のような利点が得られる。核医学では散乱線にも位置情報がある程度含まれている。このため、中間のエネルギ領域２及び低エネルギ側のエネルギ領域１に設定した段階的に細かく変化させた重み付け係数Ｗ１〜Ｗ４で、その情報を取り込むとともに、高エネルギ側のエネルギ領域３に設定した重み付け係数Ｗ５＝０で、ドリフト現象により高エネルギ側に移動した係数値曲線を補正することができ、散乱線を除去したのと似た効果が得られる。また、これにより、ＳＰＥＣＴ画像のドリフトに因るアーチファクトを低減させることができる一方で、統計的なノイズの増大も極力回避でき、より高品質で安定したＳＰＥＣＴ画像を提供することができる。
【００７４】
なお、核医学診断装置の場合、通常、ＲＩからの放射線のエネルギ値を連続的な値として計測することができるので、この値に乗算する重み付け係数を連続的に変えることもできる。この場合には、デジタル値で出力されるエネルギ値そのものが、各ウインドウで比較された結果であると解釈できるので、本発明の範疇に含まれる。
【００７５】
なお、本発明に放射線検出器及び放射線撮像システムは、上述した実施形態に記載の構成及びその変形例の構成に限定されるものではなく、当業者においては、特許請求の範囲に記載の要旨を逸脱しない範囲で適宜に変更、変形可能なものである。例えば、Ｘ線検出器は、前述したように収集画素が２次元配列になるものみに限定されず、収集画素を１次元配列の検出器、又は、２次元配列の検出器を積層してなる３次元配列の検出器であってもよい。
【図面の簡単な説明】
【００７６】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る放射線画像診断装置としてのＸ線ＣＴスキャナの概略構成を示す説明図。
【図２】Ｘ線ＣＴスキャナに搭載したＸ線検出器の概略を示す斜視図。
【図３】Ｘ線検出器及びデータ収集回路を中心としたＸ線ＣＴスキャナの電気的な概略構成を示すブロック図。
【図４】入射Ｘ線粒子のエネルギ弁別から、その計数動作までを説明するタイミングチャート。
【図５】通常のＸ線管球から曝射されるＸ線のエネルギースペクトルと閾値との関係を示すグラフ。
【図６】データ収集回路に搭載される重み付け回路の概略を示すブロック図。
【図７】各種のエネルギ加重関数をパターン別に説明するグラフ。
【図８】重み付け係数をユーザとの対話の元に設定するための処理の概要を説明するフローチャート。
【図９】本発明の第２の実施形態に係る放射線画像診断装置としてのＳＰＥＣＴ装置（核医学診断装置）のガンマ線検出器及びデータ収集回路を中心とした電気的な概略構成を示すブロック図。
【図１０】ＳＰＥＣＴ装置で設定するエネルギ領域及び重み付け係数と、ガンマ線のフォトンカウンティングされた計数値曲線の重み付け処理を説明する図。
【符号の説明】
【００７７】
１  Ｘ線ＣＴスキャナ（放射線画像診断装置）
ＲＤＳ  放射線検出装置
２  ガントリ
３  高電圧発生装置
４  寝台
Ｐ  被検体
１１  Ｘ線管（放射線源）
５  コンソール
１２  Ｘ線検出器（放射線検出器）
１３  データ収集回路
２０  コントローラ
２２  記憶ユニット
２３  再構成ユニット
４１  チャージアンプ
４２  波形整形回路
４３  比較器
４４  エネルギ領域振分回路
４５  カウンタ
４６  重み付け回路
４７  加算回路
１１２  ガンマ線検出器
１１３  データ収集回路
１４３  比較器
１４４  エネルギ領域振分回路
１４５  カウンタ
１４６  重み付け回路
１４７  加算回路
Ｓ  半導体セル
Ｅ１  荷電電極
Ｅ２  集電電極
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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